IGRT における被ばく線量評価の考え方山口大学医学部附属病院川村慎二はじめに近年, 画像誘導放射線治療 (Image guided radiation therapy: 以下 IGRT) の普及により精度の高い放射線治療が実施されている.IGRT の使用目的は, 放射線治療における位置精度保証や

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みさきうるしはた
4 years ago
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1 IGRT における被ばく線量評価の考え方山口大学医学部附属病院川村慎二はじめに近年, 画像誘導放射線治療 (Image guided radiation therapy: 以下 IGRT) の普及により精度の高い放射線治療が実施されている.IGRT の使用目的は, 放射線治療における位置精度保証や病巣サイズ体型の継時的変化など状況確認,EPI ドジメトリなど線量検証ツールとしての利用, および Adaptive radiation therapy や 4 radiation therapy への応用などがある. 一方, 現時点における IGRT の課題として, 毎回の治療における IGRT 実施にともなう被ばく線量増加問題や IGRT 精度管理の重要性, および IGRT 画質が不十分であることなどがあげられる. 今回,IGRT における被ばく線量をどのように評価し臨床に用いるべきかについて報告を行う. 1. IGRT における被ばく線量評価 1.1 kv planar 画像の線量評価診断領域の X 線の線量は, エネルギー別に 2 つの方法で評価を行う.AAPM TG61 に管電圧 kv の X 線における線量評価方法について記載されている 1). ここでは低エネルギー X 線として管電圧 100 kv 以下は空中校正法が, 中エネルギー X 線として 100 kv を超える領域は水中 2 cm の深さにおける水中校正法による線量評価が推奨されている. また,X 線の線質を Cu や Al による半価層と管電圧の両方を用いて評価することや測定における各種補正係数の算出, および線量評価による不確かさについて記載されている 1). 電離箱線量計の読み値 M から空気カーマ校正定数 Nk は以下の式で算出される. N K M air k (1) Kair は空気カーマを表す. ここで照射線量校正定数 NX と Nk の関係は以下の式で表される. N k N X 1 g (2) e air ここで (/e)air は空中で 1 イオン対生成の平均エネルギーを表し,33.97 J/C ( Gy/R) である.(1-g) は放射損失の補正項である. 通常,300 kev 以下のエネルギーの光子の場合, 空中における放射損失は 0.1 % 未満と見積もられるため影響は無視できる 1). 低中エネルギー X 線の空中校正法による水表面における吸収線量, Z=0 は以下の式で評価される., Z 0 M N K B Pstem, air en air air (3) B は後方散乱係数,Pstem,air はステム補正係数, en air air は水と空気の平均質量エネルギー吸収係数である.IGRT における表面線量の評価では後方散乱の補正は行っていない.100 kv から 300 kv までの中エネルギーにおける水中 2 cm の吸収線量は以下の式で示す., Z 2 M NK PQ, cham Psheath en air water (4) cm PQ,cham はチェンバ空洞や壁などの補正係数,Psheath は防水鞘の補正係数である. このように X 線のエネルギー ( 線質 ) の違いにより校正や吸収線量評価方法が規定され被ばく線量として評価される. 1.2 Computed Tomography (CT) の線量評価 CT 線量指標による線量評価放射線治療計画や照射位置照合において CT は必要不可欠なモダリティである.CT の線量評価

2 は mgy の単位で表される線量指標として computed tomography dose index (CTI) が利用される 2). これは回転中心軸上における 1 回転線量の積算吸収線量として以下の式で与えられる. æ CTI = 1 ö ç è NT ø ò ( Z ) dz (5) - (Z) は Z 位置の吸収線量,N はスライス数,T はスライス厚を表す. さらに装置のスキャン線量を評価するために,16 cm と 32 cm 直径のファントムを用いた回転中心軸上 100 mm の平均空気カーマ線量を CTI00 で表される. CTI NT mm 50 50mm zdz (6) この値に吸収線量変換係数 f を用いることにより水中の吸収線量に変換する. 同じファントムを利用して, 表面から 1 cm の辺縁線量と中心線量の比率を考慮した CTIw は以下の式で表される. CTI 1 center 2. CTI periph 100 CTI100 (7) 3 3 中心の 1/3 や辺縁の 2/3 は相対的面積による. さらに, 寝台の移動による X 線のギャップや重なりを考慮した CTIvol は以下の式で表される. CTI vol N T CTI I 1 CTI pitch (8) 1 回の CT 撮像による総線量評価は CTIvol に回転軸上のスキャン長さを乗じて ose length product (LP) で表す. LP CTIvol scan length (9) 単位は mgy cm となる. この他に, サイズに依存した指標として人体横断面の AP 方向と Lat 方向の比を用いて頭部用 16 cm 直径と体幹部用 32 cm 直径のファントム値から推定線量を求める Size-specific dose estimate (SSE) 3) などが利用される. CBCT の線量評価においては,CTI のように 100 mm のペンシル型チェンバを用いることは適切ではない. ビーム中心軸の Z=0 の位置に小型のイオンチェンバを配置してポイント線量 (0) として評価する 4) American College of Radiology による ose Index Registry(IR) の取り組み米国において線量管理の標準化と最適化を図るために CT 線量指数 ose Index Registry(IR) の登録システムが運用されている 5). これは,UNSCEAR や IAEA の提言を基に CT 線量増加に対する取り組みとして開始された. 登録された医療施設で実施した CT 検査の線量指標などのパラメータを Radiation dose structured report(rsr) として American College of Radiology (ACR) に登録され, 集約解析されるシステムである. 各施設のデータは匿名化されるが, 自施設の同一検査の線量が地域や全国における線量データと比較できるようになっている.600 を超える施設と 600 万検査 (2013 年 10 月時点 ) が登録解析されている実績がある. このような取り組みは放射線治療や放射線治療における IGRT 被ばく線量評価に応用していく必要があると考える.

2 CBCT 装置別線量評価 ( 多施設共同研究 ) 平成 24 25 年度に日本放射線技術学会の学術調査研究として画像誘導放射線治療 ( IGRT) における Cone-beam CT(CBCT) の被ばく線量評価と最適化が実施された.

3 2 CBCT 装置別線量評価 ( 多施設共同研究 ) 平成年度に日本放射線技術学会の学術調査研究として画像誘導放射線治療 ( IGRT) における Cone-beam CT(CBCT) の被ばく線量評価と最適化が実施された.2 種類の kv-cbct 装置 (XVI:2 施設 2 装置 ),(OBI:5 施設 6 装置 ) と MV-CBCT 装置 (2 施設 2 装置 ) について被ばく線量評価に関する多施設共同研究が実施された. 以下に各装置の線量評価結果を示す. 2.1 ファーマ形線量計を用いた I mrt ファントム内吸収線量の測定頭頸部骨盤部用 I mrt ファントム (IBA dosimetry) 内部ビーム中心断面の 9 点について, 装置種類ごとに同一条件下で CBCT 撮像を行い, 各点の吸収線量をファーマ形線量計を用いて評価した. ファントム内測定点や各装置の CBCT 撮像回転角度を Fig. 1 に示す. また, 各装置の撮像条件を Table 1 に示す. Table 1 各 CBCT 装置の撮像条件 Fig. 1 I mrt ファントム吸収線量の測定この測定で得た電荷量から各測定点の吸収線量 kv を算出する計算式を以下に記す. kv N 60, M k (10) Co phant phant 60Co ここで, N, はファーマ形線量計の水吸収線量校正定数,Mphant はファントム測定電荷量, kv kphant はファントム材質 M3 と水との吸収線量比をとったファントム補正係数,k 60Co は Co から kv エネルギーへの線質変換係数である. これは以下の式によりモンテカルロシミュレーション計算で値を得た. w air kv w air w kq 60 w (11) Co 管電圧 100 kv における OBI,XVI の kq の値は各 ±0.007,0.8753±0.006 であった. 管電圧 125 kv の OBI は ±0.006, 管電圧 120 kv の XVI は ±0.004 となった. 各装置の頭頸部条件と骨盤部条件の吸収線量評価結果を Fig. 2 (a), (b) に示す. 頭頸部条件における各測定点の平均吸収線量は MV-CBCT 4 MV が mgy,6 MV は mgy,obi では 3.78 mgy,xvi は 2.48 mgy であった. 各装置とも回転角度に依存したポイント線量の差が認められる. 骨盤部の吸収線量は MV-CBCT 4 MV が mgy,6 MV は mgy,obi では mgy, XVI は mgy であった. 集計した結果を Table 2 に示す.

Fig. 2 (a) 装置別吸収線量 ( 頭頸部 ) (b) 装置別吸収線量 ( 骨盤部 ) Table 2 I mrt ファントム吸収線量集計頭頸部において OBI の平均吸収線量は XVI の 1.52 倍,4 MV は OBI の 10.64 倍であった. 骨盤部については OBI の平均吸収線量は XVI の 2.59 倍,4 MV は OBI の 1.82 倍となった.

4 Fig. 2 (a) 装置別吸収線量 ( 頭頸部 ) (b) 装置別吸収線量 ( 骨盤部 ) Table 2 I mrt ファントム吸収線量集計頭頸部において OBI の平均吸収線量は XVI の 1.52 倍,4 MV は OBI の倍であった. 骨盤部については OBI の平均吸収線量は XVI の 2.59 倍,4 MV は OBI の 1.82 倍となった.XVI については Islam らの報告 6) と比べて, 特に頭頸部の吸収線量が低くなっている.Giaddui らはフィルムと Optic simulated luminescence dosimeter(osl) を用いて XVI と OBI の線量を評価した. 頭頚部の条件で OSL 平均線量は XVI が 1.1 mgy,obi が 5.9 mgy, 骨盤部の条件で XVI が 22.6 mgy,obi が 22.8 mgy と報告している 7). 各装置とも CBCT 開発のバージョンアップにより被ばく線量低減が図られている 8). 2.2 モンテカルロ () シミュレーションによる CBCT 吸収線量計算 OBI,XVI,MV-CBCT について計算コード BEAMnrc と dosxyznrc によるファントム, 人体内部の吸収線量を計算した. 初めに,kV-CBCT 管球や MV-CBCT(6 MV 照射 8 MU) ヘッド構造のジオメトリを設計して,kV ビームのスペクトルや半価層, および空中の線量プロファイルを求め, 実測値と比較した.XVI の beamline は Spezi らの報告 9) を参考にして, フィルタ部分と区別して 2 段階で Phase space file を作成した.MV-CBCT については P と OCR を計算し実測値と比較した. 骨盤部用 I mrt ファントムの中心測定点 5 番 (Fig.1) の吸収線量を基準として計算結果との校正を実施した. 線量評価式を以下に記す. point point k dose point meas cen cen (12) point は各計算点の吸収線量, point は I mrt ファントム中心 (5 番 ) における計算による吸収線量値,k dose は線量変換係数で IMRT 中心線量の実測値と値の比で表す. この式を用いて I mrt ファントムの各測定点の実測吸収線量と計算線量を比較した. 頭頸部 I mrt

5 ファントムにおいて OBI の計算と実測の各測定点吸収線量の平均誤差は-1.0 %, 最大誤差は -3.5 % となった.XVI は平均誤差 -1.5 %, 最大誤差 -5.3 % となった. 骨盤部ファントムでは,OBI の平均誤差 -1.1 %, 最大誤差 -4.3 % XVI の平均誤差 -2.7 %, 最大誤差 -8.8 % であった. 誤差の大きな測定点はファントム配置した寝台側であり, 寝台の影響により誤差が大きくなったものと考える. 2.3 CT 画像の線量分布作成と臓器別線量解析実際の CT 画像に計算を行い, 式 (12) で校正して線量分布を作成した. 作成された線量分布から kv-cbct と MV-CBCT(6 MV 照射 8 MU) の線量分布の VH 解析を実施した. 頭頸部に対する OBI,XVI,MV-CBCT の VH 解析グラフを Fig. 3(a), (b), (c) に示す.VH 計算ストラクチャとして, 膀胱, 前立腺, 直腸, 左右大腿骨を設定して解析を行った. 各装置の線量分布特性として,kV-CBCT では骨部 ( 特に骨皮質 ) における吸収線量が高いことがわかる.MV-CBCT ではストラクチャ組織による線量の差は少なく, 骨部の突出した高線量は認められない. (a) OBI (c) XVI (b) MV Fig. 3 IGRT 装置別 VH 解析 ( 骨盤部 ) Table 3 各装置骨盤部 CBCT の VH 解析結果 (mgy) ICRU83 に従って VH 評価指標を Table 3 に示す.2% や max において kv-cbct は膀胱, 直腸, 前立腺に対して大腿骨が相対的に高い吸収線量となっていることがわかる. これは ing らによる計算結果の報告 10) と同様の結果であった. 一方,MV-CBCT では大腿骨の特異的な吸収線量の増加は認められない. これは,kV, MV の線質の違いにより発生したものと考える. ここでは 1 回のスキャンによる吸収線量評価である. もし, 前立腺 IMRT39 回の治療時に毎回の CBCT 撮像を行った場合,OBI,XVI, MV それぞれの臓器平均吸収線量合計は, 膀胱で 1350 mgy,336 mgy,2600 mgy となる.

6 直腸は 1147 mgy,327 mgy,2838 mgy となる. 各臓器とも治療ビームによる線量の % に及ぶ. 3 まとめ IGRT における Planar 画像と CT における被ばく線量評価方法について記載した.CBCT の線量評価は AAPM の報告においても CTI などの線量評価指標を利用する方法が紹介されている. 診断用の CT 検査においては, 米国の IR の取り組みを紹介した. 標準化された線量指標を用いて全国的な被ばく線量指標のデータ収集解析を行うことは, 被ばく線量低減において大変有意義である. 我が国の放射線治療においても, 全国レベルでの IGRT の運用状況調査や被ばく線量評価のデータ収集は必要な取り組みではないかと考える. しかし,CTI による相対的な線量指標では, 実効線量換算係数の不確かさや使用するビームの線質特性の影響, 測定器が特殊であり施設での所有率が低いこと, および不均質臓器による線量への影響など問題点が指摘される. そこで,IMRT 検証用ファントムとファーマ形線量計を用いた実測と計算の比較を行い, 装置別, 線質別に人体内部の線量分布を作成し,VH 解析を行う方法を紹介した. これにより, 装置別に基準となる測定点の線量評価を行えば, 計算を適用でき,RTPS で出力される線量分布や VH 等による線量評価と同様な解析が可能となる. 本法は, 放射線治療における IGRT による被ばく線量解析のツールとして, 装置別, 部位別に VH データを蓄積して臓器線量を詳しく解析することが可能であり, 被ばく線量評価手法として有用と考える. 参考文献 1) Ma CM, Coffey C, eerd LA, et al. AAPM protocol for kv x-ray beam dosimetry in radiotherapy and radiobiology. Med Phys. 2001;28(6): ) AAPM task group 23, The Measurement, Reporting, and Management of Radiation ose in CT. AAPM report No.96 3) AAPM task group 204, Size-specific dose estimates (SSE) in pediatric and adult body CT examinations. AAPM report No.204 4) AAPM task group 111, Comprehensive methodology for the evaluat ion of radiation dose in X-ray computed tomograpy. AAPM report No ) Robinson, TJ, Robinson, J, Kanal, KM. Implementation of the ACR dose index registry at a large academic institution: early experience. J igit Imaging 26(2): , ) Islam MK, Purdie TG, Norrlinger B, et al. Patient dose from kilovoltage cone beam computed tomography imaging in radiation therapy. Med Phys. 2006;33(6): ) Giaddui T, Cui Y, Galvin J, et.al., Comparative dose evaluations between XVI and OBI cone beam CT systems using Gafchromic XRQA2 film and nanoot optical stimulated luminescence dosimeters. Med Phys. 2013;40(6): ) Kim S, Yoo S, Yin FF, et.al., Kilovoltage cone-beam CT: comparative dose and image quality evaluations in partial and full-angle scan protocols. Med Phys. 2010;37(7): ) Spezi E, ownes P, Radu E, et.al., Monte Carlo simulation of an x -ray volume imaging cone beam CT unit. Med Phys. 2009;36(1): ) ing GX, uggan M, Coffey C. Accurate patient dosimetry of kilovoltage cone-beam CT in radiation therapy. Med Phys. 2008;35(3):

Fig. 6 Convolution 法と Superposition 法による KERNEL の相違モデルベースアルゴリズムでは, 計算された TERMA と KERNEL を重畳積分することで人体内吸収線量分布を算出する 5). 従って, モデルベースアルゴリズムは不均質領域における 1 次

Fig. 6 Convolution 法と Superposition 法による KERNEL の相違モデルベースアルゴリズムでは, 計算された TERMA と KERNEL を重畳積分することで人体内吸収線量分布を算出する 5). 従って, モデルベースアルゴリズムは不均質領域における 1 次線の減弱補正および第 1 2 世代では不可能とされていた散乱光子と 2 次電子の補正を可能にした.